CC BY
60
сти по сравнению с бездобавочным составом как при изгибе так и при сжатии в поздние сроки твердения, хотя добавка целлюлозы немного снижает суммарное тепловыделение, о чем свидетельствуют данные по кинетике тепловыделения (рис.7)
с 20 -|
S 15 -
н о 10 -
Я
F 5 -
О
& 0 -
16,3
4,6
2,5
□ изгиб
□ сжатие
0%C3S 3%C3S
Концентрация C3S
Рис. 9. Влияние добавки С38 на механическую прочность цементного камня
Брушитовые цементы имеют низкие значения рН, что ограничивает их применение в костной пластике. Затворение 1%-ным раствором эфира целлюлозы не меняет рН физиологического раствора. Для повышения значений рН в данной работе использовался трех-кальциевый силикат (C3S). При введении C3S в количестве 3% от массы цемента рН физиологического раствора увеличивается до 4 через 4 часа после затворения и продолжает расти (рис.8), но механическая прочность уменьшается более чем в 2 раза (рис.9).
Список литературы
1. Mirtchi ,A.A. Calcium phosphate cements: study of the P-tricalcium phosphate - monocalcium phosphate system/ Mirtchi A.A., Lemaitre J., Terao N.//Biomaterials. 1989. Vol.10. P.475-480.
2. Щегров, Л.Н. Фосфаты двухвалентных металлов/ Л.Н. Щегров Киев: Наукова думка. - 1987 - С. 52-74
3. Патент US 6,733,582 B1
7
УДК 666.3-127.615.46
Н.В. Свентская, Б.И. Белецкий
Российский химико-технологический университет им. Д. И. Менделеева, Москва, Россия СИЛИКАТНЫЕ МАТЕРИАЛЫ В ИМПЛАНТОЛОГИИ
This paper describes glass-crystal materials used in medicine. Influence Si on healthy skeletal tissue is discussed. In the article a presented materials, made by us.
Настоящая статья посвящена стеклокристаллическим имплантационным материалам. Рассмотрено влияние кремния на формирование и развитие костных и хрящевых тканей. Представлены имплан-тационные материалы, разработанные сотрудниками лаборатории биоматериалов.
В настоящее время в России при восстановлении и замещении костных дефектов в качестве имплантатов широко применяют металлические протезы, материалы на основе металлических сплавов, полимеров, керамик и стеклокерамик. Большая часть используемых имплантатов относится к группе биорезестивных или биоактивных, и характеризуется высокой стабильностью в среде организма, пожизненно остаётся в организме выполняя роль "арматуры" в процессе формирования костной ткани. Между тем,
наука и технология не стоят на месте, в мировой практике в последние годы наметилась тенденция "регенерационного" подхода - разработка и создание имплантационных материалов, активно воздействующих на костные клетки, стимулирующих восстановление костной ткани и подвергающихся, со временем, полной резорбции. К таким материалам относят керамику на основе трёхкальциевого фосфата (ТКФ), карбонатгидрок-сиапатита (КГА), а так же кремний содержащие материалы - стёкла, стеклокерамику и композиты на их основе.
Вполне очевидно, что биологическая активность трёхкальциевого фосфата и карбонатгидроксиапатита, с одной стороны, обусловлена подобию состава минерального матрикса кости, а с другой стороны, высокой собственной резорбцией данных соединений в физиологической среде организма, способностью высвобождающихся кальций-фосфатных ионов вовлекаться в процессы минерализации образующегося костного матрикса. Силикатные стёкла так же проявляют высокую биологическую активность, связываемость с костью. Моделируя составы таких стёкол можно получать биорезорбируемые стёкла, или стёкла, способные связываться с мягкими тканями. Чем же обусловлена подобная реакция организма на силикатные стёкла?
Значительный вклад в понимание этого вопроса был сделан проф. E. Carlisle., которая установила, что кремний жизненно необходим для нормального роста и развития скелетных тканей [1,2]. На начальных стадиях минерализации молодой кости при увеличении содержания кальция всегда наблюдали возрастание содержания кремния. На более поздних стадиях при формировании кристаллов гидроксиапатита содержание кремния заметно снижается, а в "зрелой" костной ткани содержание кремния составляет менее 1%. Присутствие кремния было обнаружено по краям трабекул в костеподоб-ных областях в процессе их формирования. В значительной мере на развитие костных тканей влияет и количество кремния потребляемого с пищей. В опытах на животных было установлено, что при "недостаточном" кремнёвом питании в хрящевых тканях наблюдается снижение уровня коллагена и неколлагеновых протеинов, деформации подвергаются берцовые, бедренные, скуловые кости, снижение содержание воды в костной ткани коррелируется с низким содержание гликозамингликанов. Аномальные изменения характерны и для зубной эмали.
В опытах in vitro на изолированной культуре остеобластов было показано, что при введении в культуру клеток жидких форм кремния (ортокремнёвая кислота, продукты ионного растворения Bioglass, продукты ионного растворения псевдоволласто-нита) наблюдается увеличение пролиферативной активности остеобластов, их дифференциации, при выработке коллагеновых волокон [3].
Значительные исследования, посвящённые биоактивности силикатных стёкол, были проведены проф. Hench L.L. [4] Он первым предположил, что связывание костной ткани с имплантированным силикатным стеклом прежде всего обусловлено формированием на его поверхности гидратированного кремнеземистого слоя:
=Si-O-Na + H-OH. -► =Si-O-H + NaOH
Впоследствии, на поверхности этого слоя посредством ряда взаимодействий фосфата и кальция осаждается карбонатгидроксиапатит. На карбонатгидроксиапатит адсорбируются органические компоненты среды и далее - воздействие макрофагов, прикрепление стромальных клеток - остеобластов и их дефференциация. В итоге, формируется прочная связь костной ткани с поверхностью имплантата и в случае резорбции имплантированного материала собственная костная ткань постепенно замещает имплантат.
В случае сыязывания мягких тканей (фиброзная, грубоволокнистая) с поверхностью биоактивных стекол органические компоненты среды взаимодействуют непосредственно с кремнезёмистым слоем c образованием прочной связи [5]:
=Si-O-H + H-O-CH2-R * =Si-O- CH2-R + H2O Способность биоактивных силикатных стёкол образовывовать прочную связь одновременно с костными, хрящевыми и мягкими тканями необходима в тех случаях, когда требуется восстановление поверхностных, кортикальных слоёв кости, непосредственно связанных в организме с мускульными тканями, связками и сухожилиями.
Изучив влияние состава стёкол системы SiO2-Na2O-CaO-P2O5-Al2O3-B2O3 в условиях in vivo, а так же композиционных профелей промежуточной зоны имплантат-кость Andersson O.H., Karlsson K.H. [6, 7], делают вывод, что связывание костной ткани с имплантированным силикатным стеклом, степень биоактивности и реакционной способности стекла определяется степенью гидрофильности силикатной матрицы. Именно стёкла, способные формировать под воздействием физиологической среды "мощный" гидратированный кремнезёмистый слой связываются с костной тканью, их относят к группе биорезорбируемых и биоактивных. В тех случаях, когда на поверхности имплантированного силикатного стекла формируется низкогидратированный, "тонкий" силикатный слой образование карбонатгидроксиапатита происходит в значительно меньшей степени или же вообще не имеет места. Такие материалы относят к группе биосовместимых и костная ткань с ними образует только контакт, но не связывание.
Важной особенностью силикатных стёкол является способность поддерживать постоянный уровень рН, благоприятный для развития костных клеток. В исследованиях прикрепления и дифференциации культуры остеобластов на образцах Bioglass, Bio-glass/PDLLA, PDLLA было показано, что прикрепление клеток к PDLLA протекает значительно хуже вследствие локального изменения кислотности среды, но при модификации матрицы PDLLA биоактивным стеклом характер поведения клеток изменялся - пролиферация, дифференциация, выработка коллагена протекает активно. Такая реакция клеток объясняется тем, что при воздействии культуральной среды на комбинированный материал продукты ионного растворения Bioglass буферируют среду, делая её благоприятной для развития остеобластов [8].
На базе РХТУ им. Д.И. Менделеева разработан ряд пористых имплантационных материалов на основе медицинского силикатного стекла НС-2А и биоактивного наполнителя гидроксиапатита кальция: БАК-1000, БАК-1000М, ОРИОН-МБ, а так же поршки различной гранулометрии и созданы стандартные наборы имплантатов для восстановления поражений челюстно-лицевой хирургии и нейрохирургии.
Стекловидная матрица материалов выбрана на основе алюмоборосиликатного стекла, состава (масс. %): 73 SiO2, 3,5 AhO3, 2,5 B2O3, 1,0 MgO, 7,0 CaO, 11,0 Na2O, 2,0 K2O. Стекло данного состава способно связываться с костными тканями за счёт формирования силикагеля на поверхности имплантата, который образуется при растворении в физиологической среде щелочных компонентов и способно длительно находиться в зоне имплантации вследствие собственной низкой резорбируемости. Открытая поровая структура этих биокомпозиционных материаов с размером пор в пределах 50-500 мкм позволяет костным клеткам проникать сквозь сеть пор, обеспечивая "объёмное- якорное" закреплении имплантата в костном ложе. Пористая стекломатрица материала обеспечивает биологическую доступность и резорбируемость гидроксиапа-тита. Колонизация костными клетками открытой ячеисто-канальной поровой структуры повышает прочностные характеристики имплантата
Результаты гистологических срезов имплантированных образцов биокомпозита позволили определить динамику процесса остеогенеза структуре имплантата. Процесс регенерации развивается в имплантатах с первых дней установки и начинается с заполнения всего объёма пор тканевой жидкостью и развитию от периферии к центру васкуляризованной грануляционной ткани, которая начиная с 7-х суток подвергается колонизации. Грануляционную ткань сменяет грубоволокнистая, в которой на 21 сутки начинает формироваться молодые костные трабекулы. На 2-м месяце в образцах отмечается присутствие зрелой волокнистой соединительной и костной ткани. Соединительная ткань, содержащая коллаген и кровеносные сосуды, формирует на протяжении 3-4 месяца каркас в пористой структуре материала. На 5-6 месяце происходит дальнейшее развитие соединительной ткани и молодых костных балочек. К концу года в порах имплантата формируется зрелая губчатая кость.
Табл. 1. Техническая характеристика биокомпозита БАК-1000 [9]
Параметр Значение
Содержание ГА, масс % 40-60
Объёмная масса, кг/м3 1000
Размер пор, мкм 50-500
Общая пористость,% 60
Водопоглащение, % 40
Предел прочности при изгибе, МПа до 20
Предел прочности при сжатии, МПа до 80
С целью повышения биологической активности материала, которую мы оценивали по выходу фосфатов кальция в количестве 2-4 мг/сутки, и стимулирования процесса остеогенеза мы модифицировали БАК, применив в качестве активной фазы совместно с гидроксиапатитом трёхкальциевый фосфат [10]. Прежде было установлено, что синтезировать полиминеральные биоактивные материалы методом прямого спекания медицинских стёкол марки НС-2А, МТО с трёхкальциевым фосфатом невозможно. При имплантации подобный материал способен градиентно резобировать, выделяя в физиологическую среду кальций- и фосфат- ионы, которые являются активными участниками минерализации формирующейся костной ткани в более широких временных пределах, сопоставимых со сроками остеогенеза.
Для этого образцы подвергали кислотной обработке растворами ортофосфорной кислоты разной концентрации 0,05 и 01 н, с целью перевода части ГА в Р-ТКФ, с последующим проведением термохимической реакции при температурах Т=. 850-950°С и времени выдержки 30-120 мин.:
3Саш(РО4)6(ОН)2 + 2Н3РО4 -* 10Саз(Р04)2 + 6 Н2О
Данным методом возможно получать полиминеральный биокомпозиционный материал, названный нами БАК-1000М состава "стекло-гидроксиапатит-трикальций фосфат". Образование трикальцийфосфата в данной реакции зависит как от концентрации кислоты, так и от температуры термообработки и времени выдержки. В целом, выход трикальцийфосфата составляет 12-25 %.
Мастрюковой Д.Л. [11] отработана технология получения биокомпозиционных материалов ОРИОН-МБ, которые являются модификацией БАК-1000 с градиентной поровой структурой, дифференцированной по размеру и ориентированной по характеру распределения пор. В качестве модели материала принят фрагмент позвонка Ь-5 по-
перечного сечения с изменением распределения пористости от плотного кортикального слоя к губчатому с изменение размера пор от 50 до 500 мкм.
Многослойные биокомпозиты получали путём комбинации слоёв различного гранулометрического состава с использованием различных способов засыпки. В результате были изготовлены образцы различных типов, таблица 2.
Табл. 2. Многослойные БКМ и их характеристика
Импл- Водопог- Кортикальный слой Губчатый слой (Г1) Губчатый слой (Г2)
тат ло-щение, Фракция Соотн-е Фракция Соотн-е Фракция Соотн-е
% наполни- матрица: наполни- матрица: наполни- матрица:
теля наполнит. теля. наполнит. теля наполнит
Э1 35 50-200 60:40 200-600 60:40 - -
Э2 35 200-600 60:40 200-600 70:30 - -
Э3 36 10-50 70:30 200-600 60:40 200-600 70:30
Ц1 35 200-600 60:40 200-600 70:30 - -
Ц2 32 10-50 70:30 200-600 70:30 - -
где Э-эллиптические и Ц-цилиндрические имплантаты для позвоночника.
Все образцы композитов БАК-1000, БАК-1000М, ОРИОН-МБ, а так же гидрати-рованная силикатная матрица были исследованы компанией "Медицина и биотехнологии" на возможность подсадки медицинского иммунобиологического препарата "Культуры клеток диплоидные человека для заместительной терапии" (АФБ). Результаты исследований показали, что прикрепление аллофибробластов происходит на образцах с высокой открытой пористостью и проницаемостью, при этом главным требованием является неизменность кислотности культуральной среды. Было установлено, что наилучшим субстратом для развития АФБ является гидратированная силикатная матрица. Прикрепление АФБ к её поверхности протекало активно, наблюдалась пролиферация и дифференциация клеток. Силикатная стекломатрица поддерживала постоянный уровень рН=7,4, который является благоприятным для клеток данного типа. Образец БАК-1000 оказался токсичным для клеток вследствии высокой собственной щёлочности рН=7,8, образец БАК-1000М в гораздо меньшей степени проявлял токсичность по отношению к клеткам рН=7,6, но присоединение клеток протекало слабо, тем не менее такое поведение клеток может быть обусловлено пониженной щёлочностью этого образца в сравнении с БАК-1000.
Анализ научных и патентных источников показывает, что кремний и его соединения играют важнейшую роль в процессах остеогенеза как на стадиях формирования органического матрикса, так и непосредственно на начальных этапах минерализации кости. Установлено, что введение растворимых форм кремния в культуру остеобластов в условиях in vitro приводит к повышению пролиферации, дифференциации, синтеза коллагеновых белков. Связывание костной ткани с поверхностью биоактивных стёкол протекает только в случае формирования на поверхности имплантата высокогидрати-рованного кремнёвого слоя с последующим образованием высокопрочной связи кость - реакционная зона - имплантат. Слабогидратированные стёкла в значительно меньшей степени способны связываться с костными тканями.
Возможность регулирования химического состава и свойств, высокая собственная биологическая совместимость, способность к образованию промежуточного гидра-тированного кремнеземистого слоя и связыванию с костью свидетельствуют о высоком биологическом потенциале силикатных стёкол в имплантологии.
Список литературы
1. Carlisle, E. Si: a possible factor in bone calcification // Science 1970; 167: 279-280.
2. Carlisle, E. Si: an essential element for the chick // Science 1972; 178: 619-621.
3. Valerio, P. The effect of ionic products from bioactive glass dissolution on osteoblast proliferation and collagen production/ P. Valerio, M. Pereira, A. Goes, M. Leite // Biomaterials 2004; 25:2941-2948.
4. Hench, L.L. Bioceramics // J. Am. Ceram. Soc. 1998; 81 [7]: 1705-1728.
5. Белецкий,Б.И. Биокомпозиционные кальцийфосфатные материалы в костнопластической хирургии/ Б.И. Белецкий, В.И. Шумский, А.А. Никитин, Е.Б. Власова // Стекло и керамика 2000; № 9.- С. 35-37.
6. Andersson,O.H. In vivo behaviour of glass in the SiO2-Na2O-CaO-P2O5-Al2O3-B2O3 system/ O.H. Andersson, K.H. Karlsson, Guizhi Liu, L. Niemi, J. Miettinen, J. Juhanoja // J. Mat. Science: Materials in Medicine 1990; 1: 219-227.
7. Andersson, O.H. Calcium phosphate formation at the surface of bioactive glass in vivo/ O.H. Andersson, K.H. Karlsson // J. Non-Cristalline Solids 1990; 119: 290-296.
8. Verrier, S. PDLLA/Bioglass composites for soft-tissue andhard -tissue engineering: an in vitro cell biology assessment/ S. Verrier, J. J. Blaker, V. Maquet, L. L. Hench, A. R. Boccac-cini // Biomaterials 2004; 25:3013-3021
9. Белецкий, Б.И. Биокомпозиционные кальций-фосфатные материалы вкостно-пластической хирургии/ Б.И. Белецкий, В.И. Шумский, А.А. Никитин, Е.Б. Власова // стекло и керамика, 2000 № 9.
10. Свентская, Н.В. Синтез и исследование полиминеральных биокомпозиционных материалов для костной пластики/ Н.В. Свентская, Б.И. Белецкий // Успехи в химии и химической технологии: СБНТ, Москва РХТУ, 2003; Т.17, №15.- С. 86-91
11. Мастрюкова, Д.Л. Стеклокерамика с регулируемой поровой структурой для медицины/ Д.Л. Мастрюкова, Б.И. Белецкий, О.В. Полухина // Стекло и керамика 2007; № 4. -С. 23-26.
УДК 666.965.2
М.А. Гостищева, Н.П. Кудеярова
Белгородский государственный технологический университет им. В.Г. Шухова, Белгород, Россия
АКТИВИЗАЦИЯ ПРОЦЕССОВ ГИДРАТАЦИИ БЕЛИТОВОЙ ФАЗЫ СТАЛЕПЛАВИЛЬНЫХ ШЛАКОВ В УСЛОВИЯХ ГИДРОТЕРМАЛЬНОЙ ОБРАБОТКИ
In work processes of a hydration of the belite phase of steel-smelting slags OEMK, in particular, y-C2S and P-C2S were investigated. Results of experiments have shown making active impact of hydrothermal conditions on processes of a hydration a dicalcium silicate, and also acceleration of hydration 02S at change of concentration of a weak phase on SiO2 and Ca(OH)2.
В работе исследовались процессы гидратации белитовой фазы сталеплавильных шлаков ОЭМК, в частности, y-C2S и p-C2S. Результаты экспериментов показали активизирующее воздействие гидротермальных условий на процессы твердения двухкальциевого силиката, а также ускорение гидратации 02S при изменении концентрации жидкой фазы по SiO2 и Са(ОН)2.
